植入式实验动物血糖动态监测装置的设计

田云杰 卓俊骐 王磊 沙洪

300192天津，中国医学科学院 北京协和医学院生物医学工程研究所

植入式实验动物血糖动态监测装置的设计

田云杰 卓俊骐 王磊 沙洪

300192天津，中国医学科学院 北京协和医学院生物医学工程研究所

目的 设计、研制一种用于实验动物的全植入式血糖浓度检测系统，通过一次植入手术可获得实验动物自然状态下经无线方式传输的动态血糖监测数据。方法 监测系统包括植入体和体外接收端两部分。植入体尺寸设计为11.5 mm×16.0 mm×5.0 mm，不超过实验大鼠体积的1/10。以SOF-SENSOR植入式葡萄糖传感器及其外围三电极伏安测量电路为核心，采用锂电池和稳压芯片构建供电，测量数据通过CC2540低功耗蓝牙系统芯片无线传输至体外。植入体外层包裹医用硅胶材料，以保护电路和提高植入体生物相容性。结果 体外验证实验表明，本系统可在2～34 mmol/L范围较准确地测量葡萄糖浓度（r=0.996 7），平均标准误差为0.193 mmol/L，灵敏度为9.24 nA/（mmol/L），能够满足设计要求。结论 植入式实验动物血糖动态监测装置体积小，适合植入。体外血糖测量验证实验表明本装置的血糖测量范围、准确性、灵敏度及标准误差等均能满足设计要求。此装置有望为糖尿病病理和药效学研究提供重要的技术支持。

植入式装置； 血糖； 动态监测； 无线通讯； 实验动物

Fund program：Youth Fund of Peking Union Medical College(3332016102)

0 引 言

糖尿病及其并发症可造成人体心血管、视网膜、神经系统和肾脏的长期损害和功能紊乱，严重危害人类的生命和身体健康[1-3]。据国际糖尿病协会（IDF）2014年度报告，估计全球成人糖尿病患者人数将由2014的3.87亿增至2035年的5.92亿，其结果是进一步加重家庭及社会的经济负担，因此对于糖尿病的研究刻不容缓[4-5]。目前，利用实验动物进行糖尿病病理及药效学等研究，大部分是选择体外监测设备进行动物血糖的测量[6]。这种检测手段通常使用各式便携式血糖仪，需经有创体外取血，再利用化学等手段检测血糖浓度。此方法一天只能获得几个间断点时刻的血糖浓度，信息量较少，难以实现动态监测[7]；同时，实验动物大多型体较小，无法支持大量的采血测量。

自20世纪80年代开始，基于植入式葡萄糖传感器的连续血糖监测技术逐渐发展起来[8]。根据传感器的介入程度不同，可以分为皮肤外佩戴型和全植入型。皮外型是将电子和数据部分固定在皮肤上，仅有一个微小的针状传感器刺入皮下，为穿过皮肤模式[9-11]。全植入型是将整个系统设计成密封型，包括传感器、血糖测量电路、供电电路、控制电路和无线数据发送电路，在测量时将整个系统埋入皮下，测得的血糖数据被无线传输到体外。皮外型在使用时其传感器需要通过导线与体外部分连接，需要全天在体外佩戴仪器，不仅容易造成仪器损坏且影响正常活动。由于实验动物活动的不可控性，全植入型相对于皮外型更适用于动物血糖的实时检测。全植入型连续血糖监测技术的研究始于1987年，有研究者研制了无线控制的血糖传感器装置，并在兔子体内进行了植入实验。1990年，美国加州大学圣迭戈分校的David A Gough小组设计了一种直接植入血管内的血糖传感器[12]，此设计基于葡萄糖氧化酶反应消耗氧的机理，利用两个电极测量氧信号的差以计算血糖浓度，在狗身上进行了长达6个月的实验。此研究的主要问题是未考虑到植入体的生物相容性，并且植入血管风险太大，因此难以推广应用；此小组于2010年采用相同原理设计了一种用于组织内的血糖传感器，采用多个电极平均的方法来弥补组织内氧浓度不均衡造成的检测误差，研发模型经过最近的长期动物实验得到了进一步的完善，但距离产品还有相当的距离[13]。本研究基于葡萄糖氧化酶和电化学原理，针对实验动物的连续血糖监测，设计了一种全植入型系统，通过进一步减小植入体积、降低功耗等方法以保证系统在动物体内能稳定工作。

1 系统设计

本设计的装置包括植入体和体外接收端两部分，两者之间的数据传输采用无线方式。系统结构如图1。

植入体包括以CC2540低功耗蓝牙系统芯片（美国TI公司）的内核8051微处理器为中心的信息处理控制模块、CC2540无线收发通信模块等，通过可充电锂电池为植入体供电。传感器采集的血糖信息，可通过血糖测量模块转换成对应的电压信号，经过放大后传送至CC2540内部12位ADC转换器，即完成血糖信息的采集。体外接收端同样采用CC2540通信模块作为无线通讯模块，并可通过串口与上位机连接，以实时显示血糖数据。

图1 植入式实验动物血糖动态监测装置系统框图

1.1 方案设计

本装置植入体是系统核心部件。进行实验动物的血糖监测时，可供选择的植入部位有动物腹腔和两肩胛之间部位。基于系统体积和实验操作的便利性，本设计选择将系统植入到实验动物的腹腔中，检测腹腔组织液中的葡萄糖浓度。由于组织液中葡萄糖浓度和血糖浓度具有很高的相关性，通常认为组织液葡萄糖浓度可以反映血糖浓度水平[14-18]。实验动物一般体积较小，为保证实验动物在测量过程中可正常活动以获得自然状态下的真实血糖水平，因此植入体的体积设计得要尽可能小；且植入体的体积越小，动物的免疫反应也就越小，植入体的稳定性就越高。由于植入体是依靠其自带的锂电池供电，其电量与体积成正比，因此植入体还须满足低功耗的设计要求。

为了缩小植入体体积，可将其分为3个独立的电路板，血糖测量模块和无线通信控制模块分别位于两侧，中间包裹锂电池。3个模块形状尺寸相近，通过导线连接以有效缩小体积。血糖测量模块电路板包括葡萄糖传感器、三电极电路和电压稳压电路，锂电池通过稳压电路生成系统所需要的3种电压。无线通讯模块通过通用输入输出口（general purposeinputoutput,GPIO）控制血糖模块的稳压电路以便在采集间隙关闭血糖测量电路，从而节省功耗。

系统方案中选择CC2540芯片，不仅可作为无线通讯，且其内部集成有8051微处理器和ADC转换器，在很大程度上降低了采用分立器件所占的空间和功耗。通过蓝牙4.0协议栈定义操作系统抽象层（operating system abstraction layer,OSAL）定时事件，定时采集血糖数据；在系统空闲时，通过系统配置使其供电模式处于第2种休眠模式（power mode 2, PM2）下，此时无线模块的电流仅约0.3 mA。

考虑到无线供电电路的复杂性且对充电条件有较严格的要求，本系统采用3.7 V可充电锂聚合物电池作为系统电源，并通过稳压芯片和电压翻转芯片为植入体各部分提供合适的电压。植入体整体使用生物相容性良好的医用硅胶封装包裹[19]，只保留传感器探头直接与动物腹腔内部环境进行反应。

1.2 植入体硬件模块

1.2.1 血糖测量模块

此模块包括葡萄糖传感器和恒电位等外围电路。选用的美国美敦力公司SOF-SENSOR葡萄糖传感器是一种附着有葡萄糖氧化酶的三电极电化学传感器，工作电位为0.7 V左右。三电极包括辅助电极、工作电极和参考电极。参考电极具有一个恒电位，如测量过程中辅助电极和工作电极的电位发生改变，通过参考电极可以更准确钳制工作电位，将两者之间的电势变化与血糖浓度对应起来。恒电位发生电路用以提供工作电位，可通过精密电阻的分压得到。电流检测电路选择美国TI公司的运算放大器OPA4330，该运放偏置电流小，能够有效减小偏置电流在反馈电阻上形成的噪声电压，从而减少对工作电流检测的干扰。电路设计框图如图2。

图2 三电极血糖测量电路框图

由图2可见，通过精密电阻分压产生基准电压，恒电位仪中的运算放大器采用负反馈结构驱动参考电极和对电极，以减小对电极的输入阻抗，相应提高参考电极的输入阻抗，使得工作电流大部分从对电极流过，保证了参考电极的准确性。工作电极上的电流经电流/电压转换（I/V转换）和放大后，由CC2540的12位A/D转换器进行采样。

1.2.2 射频通信模块

体内的植入体通过无线通信将血糖信息传输给体外接收端。射频通信模块的性能要求主要包括数据传输速率、数据传输可靠性、通讯距离和传输功耗等。实验动物和数据接收端应有足够的通讯距离，以保证实验动物的正常活动范围和测量的便利性。在红外数据通讯（infrared data association，IrDA）、传统蓝牙2.0+EDR（enhanced data rate）技术、蓝牙4.0的蓝牙低功耗（bluetooth low energy，BLE）技术、紫蜂（ZigBee）技术、近场通讯（near field communication，NFC）5种方案中，IrDA和NFC方案通讯距离过小，不宜选用。其他3种射频通信方案的特点如表1。

表1 备选射频通讯技术方案特点

按照每分钟采集一个12位采样数据的采样速率，每15分钟需进行一次数据传输，无线通讯的最低速率要求为102.4 bps，以上技术均能满足该要求，因此通讯的功耗和便利性成为主要限制因素。ZigBee在一定速率时的电源功耗太高；蓝牙4.0和蓝牙2.0相比，虽然在速率上稍有不及，但是其电源效率占有很大优势。通过综合考虑，笔者选择4.0-BLE作为本研究血糖数据无线传输方案。通过筛选，采用美国TI公司的CC2540通信模块，其封装面积仅为6mm×6 mm，且具有片上温度传感器和12位ADC可以满足对射频模块的设计需求。在进行无线通讯时，数据传输距离和发射功耗成反比，CC2540通信模块支持4、0、-6、-23dBM4种发射功率，由于植入受体与接收端在同一场所内，因此选择0.25 mW的功耗，可以达到的通讯距离为7 m。

电路结构选择CC2540通信模块的最小系统，以实现满足所需功能的基础上达到缩小体积的目的。射频通讯电路如图3。CC2540模块外围时钟部分电路选用32 MHz和32.768 kHz的晶振，其中32.768 kHz外部晶振在系统休眠时启用。由几个阻容网络组成巴伦匹配电路，作为射频前端；选择美国TI公司的片式Compact Reach Xtend陶瓷天线。

1.2.3 供电模块

本研究选择了电量为50 mAh，大小为14 mm× 10 mm×5 mm的锂聚合物充电电池。由于血糖检测的集成运放芯片OPA4330需要正负电源，所以选择美国TI公司的低压差线性稳压（low dropout regulator，LDO）芯片TPS79225产生的2.5 V正电压作为正电源；另外一路采用美国TI公司的电压反转芯片TPS6040产生-2.5 V作为系统负电源。供电模块共提供3种电压：由锂电池产生的3.7 V电压为射频模块直接供电，由降压芯片和电压反转芯片产生的±2.5 V为血糖测量模块供电，其中第2路供电由I/O口控制，仅在需要的时候工作，以驱动测量模块进行数据采集。供电模块的电路如图4。

在系统采集数据时，CPU发送高电平的使能信号，为三电极测量系统供电。一次数据采集完成后，系统自动配置相关I/O口，切断测量电路，以降低功耗。

1.3 软件部分技术设计

植入体和外部接收端的软件部分共同移植了美国TI公司的蓝牙4.0协议栈，植入体作为从机把采集到的数据发送给作为主机的外部接收端。如图5所示，蓝牙4.0协议栈从应用层到物理层共分为8层，其中物理层、链路层、主机控制接口层属于控制器部分；逻辑链路控制及自适应协议层、安全管理层、属性协议层、通用访问配置文件层和通用属性配置文件层属于主机部分，上层可以调用下层提供的函数以实现需要的功能。

蓝牙4.0协议栈通过OSAL调用每一层软件，OSAL作为软件系统结构的基础，为植入体实现内存分配、任务切换、消息管理和电源管理等基本功能。图6为系统软件整体设计流程图，植入体的软件任务在OSAL主循环中执行，主要包括血糖测量、数据处理、数据存储以及数据的传输和数据通讯。

血糖测量任务为主要描述内容，测得的血糖数据经过求均值和单位转换等处理之后，每5分钟内的数据被存入Flash存储器中作为数据备份，以防止对外通讯受到阻碍时可能造成的数据丢失。在血糖测量任务中要完成恒电位发生、三电极体系启动、ADC参数配置和启动、切断模拟电路等步骤。恒电位发生电路和三电极体系同时通过I/O口启动，通过对CC2540模块的P1_0配置，使其内部上拉电阻连通，并对该端口置1，即可启动供电模块对测量电路供电。通过P1_0口对稳压芯片的使能端供给超过2 V的电压，使其正常启动。（图7）

图3 CC2540射频通讯电路

图4 系统供电模块电路

图5 操作系统抽象层系统框图

图6 系统软件设计流程图

图7 血糖测量任务流程图

图8 体外实验测量结果

由于本系统中每次ADC启动只需进行一次转换，具体设置为选择CC2540芯片内参考电压1.25 V作为ADC的参考电压源，12位有效位。通过检测寄存器ADCCON1最高位EOC，判断ADC转换是否完成，每次转换完成后需切断供电I/O口。

2 实验验证与结果

为验证本植入式血糖检测装置的测量精度与误差，进行了不同葡萄糖浓度磷酸盐缓冲溶液（phosphate buffered saline,PBS）的测量实验。为消除pH值、温度等因素对测量结果的影响，以pH值为7的PBS配制成不同葡萄糖浓度的待测样本，置于36.5℃的恒温水浴锅中进行0.5 h的恒温处理，以保持与实验动物体内近似温度，模仿其体内环境，进行体外系统验证实验。利用两点法对实验结果进行校准，实验结果与标准误差如图8。

图8A中横坐标为葡萄糖溶液的理论值浓度，纵坐标为本设计系统3次测量结果的平均值，图8B为不同葡萄糖浓度下的测量标准误差。结果表明，本装置对葡萄糖溶液浓度的测量范围为2～34 mmol/L，在此范围内，系统可以较为准确地测量不同葡萄糖浓度（r=0.996 7），平均标准误差为0.193 mmol/L。测量标准误差在葡萄糖浓度超过11 mmol/L之后显著增大，这是因为当葡萄糖浓度过高时，葡萄糖传感器的输出响应不仅与葡萄糖浓度有关，也和葡萄糖通过传感器的渗透膜到达酶反应层的速率有关。

3 结 论

本研究设计了一种用于实验动物血糖浓度检测的植入式无线检测装置。通过合理设计，大大降低了植入体的体积和功耗。植入体体积为11.5 mm× 16.0 mm×5.0 mm，未超过实验大鼠体积的1/10，满足了对植入体体积的要求。体外实验验证表明，系统可在2～34 mmol/L范围较准确地测量葡萄糖浓度（r=0.996 7），灵敏度为9.24 nA/（mmol/L），平均标准误差为0.193 mmol/L，满足设计要求。笔者下一步将进行实验动物体内植入测量实验，进而验证系统的整体性能及其工作的可靠性与安全性。

利益冲突 无

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An implantable blood glucose monitoring device for laboratory animals

Tian Yunjie,Zhuo Junqi,Wang Lei, Sha Hong

Institute of Biomedical Engineering,Chinese Academy of Medical Sciences&Peking Union Medical College,Tianjin 300192,China

Sha Hong,Email:shahong2000@163.com

Objective To design a fully implantable blood glucose concentration detection system used for laboratory animals,to get measurement data of blood glucose which can be transmitted wirelessly when animals are in nature state.Methods The system included in vivo and in vitro part.The implant included an implantable glucose sensor SOF-SENSOR with three electrodes volt-ampere circuit as the core of the module,and power supply module adopted lithium battery and voltage chip,while the wireless data transmission unit used CC2540 chip.In vivo part was coated by medical silica to make it safe and biocompatible.Results The final mechanical size of the implant was 11.5 mm×16.0 mm×5.0 mm,which was less than one tenth of the volume of laboratory rat and satisfied the design requirements.The results of the in vitro studies showed that the effective measuring range of the system was 2-34 mmol/L(r=0.996 7),and the average standard error of measurement was 0.193 mmol/L with the sensitivity of 9.24 nA/(mmol/L).The system was proved to meet all the design requirements.Conclusions The size of the dynamic blood glucose monitoring system is small enough to be implanted fully subcutaneously in laboratory animals.The device is proved in accordance with design and standards by in vitro experiment in range of measurement,accuracy, sensitivity and standard error.The system may provide a significant technical support for the study on diabetes pathogenesis and pharmacodynamics.

Implantable device; Blood glucose; Real-time monitoring; Wireless communication; Laboratory animals

沙洪，Email:shahong2000@163.com

10．3760/cma．j．issn．1673-4181．2016．05．004

协和青年基金（3332016102）

2016-07-08）